Специалистам / Оборудование / Оборудование (статья)

Основы УЗИ

УЗИПостоянное развитие визуализирующих систем диагностики способствует их широкому внедрению в повседневную клиническую практику. Современные аппараты ультразвуковой диагностики значительно расширили спектр возможностей за счет применения высокотехнологичных материалов и новых технологий. А в последние годы внедренные цифровые технологии и усовершенствованные материалы позволили получить невероятную разрешающую способность.

УЗИ на сегодняшний день является самым распространенным и безопасным методом визуальной диагностики. А в исследовании кровотока или получении многомерного изображения в режиме реального времени, УЗИ нет равных. Для других целей диагностики ультразвук является адекватным методом, позволяющим специалисту получить информацию, которую невозможно получить с помощью МРТ или КТ.

Основой УЗИ является ультразвуковая волна, которая представляет собой высокочастотное звуковое колебание. Звуковые волны по сути являются волнами сжатия и разрежения, то есть, в направлении распространения звуковой волны молекулы сжимаются или растягиваются. Человеческий слух способен воспринимать звуковые волны в диапазоне от 20 до 20 000 Гц. Режим «серой шкалы», при котором визуализируется черно-белое изображение ультразвука, работает в диапазоне 2-15 МГц.

Единицами измерения длины, частоты волны и скорости звука являются:

• Частота (F) – количество циклов (звуковых волн) за 1 секунду; измеряется в Герцах (Гц); 1 МГц (мегагерц) = 1 млн циклов за 1 секунду
• Длина волны (λ) – расстояние, преодолеваемое полной звуковой волной
• Скорость звука – показатель, основанный на способности звуковой волны преодолеть определенное расстояние за единицу времени. Отметим, что скорость звука в огромной мере зависит от среды, по которой проходят волны (чем выше плотность, тем с большей скоростью распространяется звук). Соответственно, разные ткани и органы пропускают звук с разной скоростью, например, в мягких тканях скорость звука может быть 1480-1580 м/с, в костной ткани – 4080, в то время как скорость звука в воздухе составляет 330 м/с

Скорость звуковой волны определяется частотой и длиной волны. При условии постоянной скорости звука частота и длина волны являются обратно пропорциональными величинами: если частота звука увеличивается, длина его волны уменьшается, и наоборот (то есть, при больших частотах длина волны меньше). Учитывая, что более короткие волны позволяют гораздо лучше идентифицировать отражающие объекты, находящиеся на близких расстояниях, использование высокочастотного звука позволяет получить более высокое разрешение, но более низкую проникающую способность.

Степень поглощения звука зависит от частоты: высокочастотный звук поглощается быстрее, чем низкочастотный (низкие частоты гораздо лучше проникают в ткани). Для визуализации глубоко расположенных тканей важно сохранять надежный контакт (с датчиком), при этом врач должен использовать достаточно низкие частоты, чтобы волны проникали в исследуемую область, а также использовать соответствующие инструменты для подавления поверхностных шумов.

Отметим, что для хорошей визуализации поверхностных тканей важную роль играет контакт датчика, геля и кожи. Ультразвук проникает в ткани без проблем, поэтому специалист может применять более высокие частоты и использовать лучшую разрешающую способность. Если же исследуемый участок находится слишком близко к поверхности, для некоторых датчиков используют специальную накладку (прокладку).

Попадая в ткани, ультразвуковые волны могут поглощаться (преобразовываться в тепло), преломляться (наподобие световых волн), рассеиваться и отражаться. Отражение звуковых волн, в свою очередь, может быть зеркальным (как в зеркале – зеркальный отражатель отражает звук под тем же углом, под каким он падает на отражатель; при перпендикулярном попадании звуковой волны на отражатель, образуется очень яркое эхо) и диффузным (как на проекционном экране – отражение звука происходит по всем направлениям, поэтому угол падения не настолько вожен; большинство тканей организма человека представляют собой диффузные отражатели); отсюда и пошли термины зеркальный и диффузный отражатели.

Несмотря на то, что воспринимаемый человеческим слухом звук хорошо передается через воздух и воду, ультразвуковые волны в этих средах передаются очень плохо – данный феномен называют импеданс (несовпадение сопротивлений). Почти весь спектр ультразвуковых волн отражается на границе воды и воздуха, причем, это правило работает в обоих направлениях. Например, звук гребного винта, который бьется о воду, будет очень громких для людей в подводной лодке, тогда как пассажиры обыкновенной лодки услышат всего лишь приглушенный звук. На аналогичном явлении основано заблуждение, что ультразвук не проходит через костную ткань, хотя, на самом деле он ее проходит, просто и в этом случае важную роль играет несоответствие сопротивление костной и окружающих тканей, в результате чего в зоне соприкосновения происходит отражение основного количества ультразвука.

Количество энергии ультразвуковой волны, которое теряется в определенном объеме ткани на пути проходящей волны, называют поглощение. Поглощение является пропорциональным процессом: некоторая часть энергии теряется при проникновении звука на конкретную глубину. В свою очередь скорость потери обратно пропорциональна частоте звука – чем больше частота, тем с большей скоростью происходит потеря. В логарифмической шкале энергия звука выражается в децибелах (дБ), поэтому потеря около 3 дБ свидетельствует о потере энергии звука примерно в 2 раза. Скорость поглощения непосредственно зависит от типа ткани (средний показатель скорости поглощения составляет около 0,5-1 дБ/см/МГц. Таким образом, потеря звуковой энергии для волны с частотой 5 МГц составляет около 2,5-5 дБ/см (примерно 50% энергии волны на 1 см).

Учитывая вышесказанное, работу ультразвукового аппарата можно кратко описать следующим образом: в ультразвуковом датчике посредством коротких электрических импульсов генерируются волновые импульсы, которые состоят из нескольких циклов. Образованные волны от датчика распространяются вглубь тканей, которые отражают, преломляют, рассеивают или поглощают ультразвуковые волны. Отраженные волны возвращаются в сторону датчика, который работает также в режиме приемника сигналов, преобразуя воспринимаемые ультразвуковые волны в электрический сигнал (во время возвращения волны ткани их также отражают, преломляют, рассеивают и поглощают).

Нужно отметить, одна ультразвуковая волна не дает полного изображения. Каждая волна позволяет получить только одну вертикальную линию на изображении, а каждое изображение состоит и большого количества таких вертикальных линий. Эти линии могут быть параллельными или веерообразными (секторный датчик).

Датчик (преобразователь, передатчик) – важная часть аппарата УЗИ, с помощью которой происходит преобразование разных форм энергии. Например, с помощью ультразвуковых датчиков электричество преобразуется в волны давления, а современные датчики выполняют такое преобразование с помощью специальных пьезоэлектрических кристаллов. В настоящее время ведется работа над прямым преобразованием. Датчик для конвергентного сканирования (фазовый датчик) состоит из специальных кристаллов, которые способны активироваться сериями. Некоторые конвергентные датчики могут генерировать воны, которые проникают в ткани под определенным углом.

Глубина проникновения звуковой волны определяется путем определения продолжительности с момента возникновения импульса и до возвращения его отражения в датчик. Например, средняя скорость ультразвуковой волны в тканях составляет 1540 м/с, при этом она проходит расстояние в 2 раза большее, чем глубина – глубина = ½ × Т × 1540 (м/с).

Яркость эхо-сигнала соответствует качеству (силе) отраженной волны. Ткани, отражающие ультразвук разной степени, являются эхогенными, тогда как жидкость является гипоэхогенной (и даже анэхогенной), поскольку плохо отражает звуковые волны. А сила звуковой волны, в свою очередь, определяет мощность передачи эха. То есть, чем сильнее эхо, тем лучше изображение. Однако сила применяемых в медицинских целях звуковых волн имеет жесткие ограничения, поскольку превышение указанных норм связано с риском биологического перегревания и развития других тканевых эффектов, опасных для здоровья.

Каждый аппарат УЗИ имеет свою временную разрешающую способность (временное разрешение), то есть, скорость обновления изображения на экране, которая зависит от нескольких факторов:

1. Количество вертикальных линий на изображении. Поскольку каждая линия сформирована самостоятельно, то чем больше таких линий, тем меньше временное разрешение
2. Время формирования вертикальной линии. Отметим, что время формирования вертикальной линии зависит от глубины исследуемого поля (глубоко расположенные ткани требует большего времени для распространения и возврата ультразвуковой волны)
3. Использование черно-белого, цветного изображения и допплерографии. Эти методы основаны на использовании разных волн, соответственно, временное разрешение для них разное

Частота смены кадров на большинстве аппаратов УЗИ составляет от 10 до 30 Гц. Самое быстрое временное разрешение необходимо для кардиологического УЗИ, чтобы специалист мог качественно визуализировать движение клапанов сердца.

Возникает логичный вопрос: почему даже при низкой частоте кадров, которая может быть всего 10 циклов в секунду, человеческий глаз не видит мерцание изображения, заметное при частоте менее 25 Гц? Дело в том, что современные экраны на аппаратах УЗИ обновляются с частотой, установленной для конкретного монитора, поэтому мерцания нет. Однако само изображение обновляется в соответствии с временным разрешением конкретного аппарата. Поэтому, на аппаратах УЗИ при низком временном разрешении наблюдается «отставание» и «дергание» картинки.

Динамический диапазон позволяет отобразить получаемую картинку для адекватного восприятия. Датчики УЗИ создают огромный волновой диапазон (до 120 дБ), однако зрение человека способно воспринимать всего лишь незначительный диапазон различий. С помощью динамического диапазона можно «отредактировать» изображение. То есть, широкому динамическому диапазону (60 дБ) соответствует широкий диапазон отражаемых волн (оттенкам серого), при этом образуется огромное количество теней, которые трудно различимы. Узкий диапазон визуализирует меньшее количество оттенков серого, однако эти оттенки больше отличаются друг от друга. Отметим, что динамический диапазон УЗИ аппаратов аналогичен ширине окна на КТ.

Временная компенсация, связанная с глубиной, дает возможность врачу усилить эхо-сигнал, который отражается с большей глубины (глубина определяется по времени с момента генерирования сигнала до момента его возврата к датчику). Напомним, что большая часть звуковых волн поглощается тканями. Поэтому, сила эха, которое возвращается с глубины, например, 10 см (а фактически прошедшего расстояние 20 см в толще тканей), значительно ниже силы эха, возвращающегося с 2-сантиметровой глубины. Так как у каждого человека разные ткани по-разному рассеивают и поглощают звуковые волны, временную компенсацию нельзя запрограммировать для автоматического использования.

Получаемое изображение зависит от режимов работы датчика, которые бывают:

• А-режим (amplitude – амплитуда): самый простой вариант УЗИ, характеризующийся наличием только одного элемента в изображении (можно сравнить с лучом лазерной указки), который отражает эхогенность на разной глубине. В современных аппаратах почти не используется.
• B-режим (brightness – яркость): самый используемый режим, позволяющий формировать двумерную картинку, на которой яркость каждого пикселя соответствует силе эхо-волны. По сути в этом режиме изображение формируют несколько элементов A-режима.
• M-режим (motion – движение): более сложная технология, позволяющая получить двумерное изображение с координатами глубины и времени. По сути этот режим представляет собой A-режим в реальном времени, только с очень высокой временной разрешающей способностью. M-режим используют при диагностике сильных эхогенных поверхностей, где требуется высокое временное разрешение, например, для исследования состояния (подвижности) створок сердечных клапанов

Ультразвуковой волновой фронт представляет собой сложный комплекс, который взаимодействует как с разными полями, так и сам с собой. Так, в зоне Френеля (ближнее поле) изменяется амплитуда движения, а в зоне Фраунгофера (удаленном поле) ультразвуковая волна отклоняется и энергия теряется. Между этими зонами, в самой узкой части ультразвукового луча, находится фокальная зона, в которой удается получить наилучшее пространственное разрешение. На практике улучшение качества изображения на конкретной глубине достигают путем фокусировки датчика на определенной глубине (или глубинах). Отметим, что использование нескольких фокальных зон приводит к снижению частоты смены кадров.

Эффект Доплера основан на генерации высокочастотного звука одним объектом (объект А) в направлении другого объекта (объект Б). При этом частота генерируемого звука при приближении объекта Б к объекту А повышается, а при удалении – снижается. Нужно отметить, что не важно, каким объектом генерируется звуковая волна – объектом А или другим объектов (другим источником звука), – важно только отражение звуковой волны от движущегося объекта (объекта Б). То есть, чем быстрее движется объект Б, тем значительнее изменение частоты звука.

Дуплексное ультразвуковое сканирование подразумевает использование двух режимов изображения одновременно (как правило, это двумерное черно-белое изображение в режиме серой шкалы и цветная или спектральная допплерография).

Спектральная допплерография позволяет определить скорость кровотока на определенном участке сосудистого русла (исследуемая зона). Скоростной спектр отображается в графике зависимости скорости от времени. Одновременно специалист получает черно-белое изображение – дуплексное сканирование. Нужно отметить, что черно-белое ультразвуковое изображение с одновременной спектральной допплерографией сегодня пользуется большой популярностью, в отличие от волновой спектральной допплерографии (датчики покоя), которая позволяет определить поток, но не позволяет определить его локализацию.

При проведении допплерографии размер исследуемой зоны можно менять. Чем больше поле, тем больше вероятность обнаружения потока, но при этом больше вероятность получить эффект частичного потока (то есть, повышается шанс обнаружить поток, который в действительности расположен не в зоне исследуемого участка). Маркер направления потока в пределах исследуемой зоны настраивается под зрительным контролем для дальнейшей коррекции угла и определения скорости.

Измерение скорости потока основано на оценке изменения частоты допплеровской волны с применение коррекции угла. Возникновение допплеровского сдвига происходит, когда источник звуковой волны (у человека – это эритроциты) направляются к датчику УЗИ или от него. Таким образом, если источник приближается к датчику, дина волны становится короче и частота повышается (например, высокий тон гудка поезда при его приближении), а при удалении источника звука – длина волны увеличивается, а частота снижается. При этом можно определить только ту составляющую движения, которая направляется либо к датчику, либо от него; то есть, если источник эхо-сигнала движется под углом к датчику, исправить возникшую погрешность можно с помощью специальных расчетов, которые в повседневной клинической практике, насколько нам известно, никто не использует.

Часто движение крови не направлено непосредственно к датчику (или от него). Учитывая тот факт, что допплерография способна измерять только компонент движения, который направлен параллельно ультразвуковым волнам, измеренный допплеровский сдвиг может снизить истинное значение скорости. Коррекция угла позволяет определить реальную скорость на основании измеренной скорости (аппаратом) и угла кровотока (измеряется врачом). Только математическая коррекция не меняет результаты измерений, а меняет изображение. При это нужно обратить внимание на тот факт, что известный сдвиг частоты образован только в результате действия потока, направленного по направлению к датчику или от него. Если кровоток параллелен звуковым волнам, сдвига частоты не возникает.

Уравнение Доплера позволяет провести коррекцию угла, так как сам аппарат УЗИ не способен рассчитать угол кровотока. Врач самостоятельно определяет соответствующий угол, при этом нужно учитывать возможные неточности, которые могут привести к серьезным ошибкам. Чем больший объем кровотока направляется к датчику (или от него), тем больше сила допплеровского сигнала относительно фона (шумов). Кроме этого, при правильном определении угла, его коррекция становится чувствительно даже к незначительным погрешностям.

Допплеровское смешивание определяется врачом путем выявления диапазона чувствительности для сдвигов частот. И чем больше данный диапазон, тем меньше чувствительность к незначительным сдвигам частот, чем диапазон меньше – тем большая чувствительность к небольшим сдвигам (малым скоростям). Отметим, что небольшой диапазон не всегда можно применять, поскольку большие скорости превосходят диапазон узкой шкалы, смешиваясь при этом (на изображении появляются множественные небольшие сдвиги).

Отличить смешивание от обратного потока можно с помощью специального фильтра, который имеют многие спектральные шкалы (фильтр позволяет подавить незначительные шумовые, а не истинные, сдвиги). На цветовой шкале такие сдвиги отображены черным цветом. Таким образом, если направление движения проходит от положительной зоны к отрицательной, между которыми находится «черная» зона, смешивание не происходит. Если движение направлена от положительного максимума к отрицательному максимуму, наблюдается нефизиологическое смешивание.

Чтобы получить цветную допплерографию, используют допплеровскую установка, которая измеряет скорость кровотока в пределах каждого объемного сегмента, находящегося в исследуемой зоне. В результате создается «карта скорости», которая с помощью специальных алгоритмов преобразуется в цветное изображение (каждый цвет соответствует определенному диапазону скоростей). Цветная допплерография – отличный метод диагностики, позволяющий быстро определить наличие кровотока (при условии использования специальных фильтров), сосуды, скорость потока в которых затем исследуют с помощью спектральной допплерографии, обнаружить быстрые потоки (например, в сонной артерии) и др.

Цветная карта допплерографии не зависит от угла датчика, поэтому карта скорости по сути является картой скорости потоков, направленных по направлению к датчику или от него. Таким образом, данный метод диагностики не демонстрирует истинное значение максимальной скорости потока. Чтобы определить соответствие потока с анатомическими ориентирами, цветная допплерография накладывается на черно-белое изображение.

Цветная допплерография – медленный метод диагностики. Скорость этого исследования зависит от размера исследуемой области. При исследовании небольших участков частота смены кадров выше. Фильтр шума можно настроить на подавление низких скоростей, которые, скорее всего, будут случайными шумами. Чтобы исследовать медленные потоки, нужно снизить пороги шумового фильтра.

Энергетическое допплеровское картирование (ЭДК, или ангиорежим) – допплеровское исследование, при котором не учитывают направление кровотока. В этом случае эффект Доплера усиливается (определяется движение отражающего объекта), однако теряется оценка направления потока и его количественные характеристики.

При большом количестве допплеровских скоростей (частот, например, позади стенозов) возникают турбулентные потоки с разными скоростями – это явление называют спектральное расширение.

Ультразвук выделяет тепловую энергию. Ультразвук высокой мощности может вызвать кавитацию.

Применение допплерографии у беременных

Спектральная допплерография приводит к образованию большого количества тепла (энергии), в отличие от двумерного УЗИ в режиме реального времени (в последнем случае датчик постоянно перемещается по исследуемой зоне). Для проведения спектральной допплерографии энергия сконцентрирована на меньшей площади. Кроме этого, при допплеровском исследовании применяют меньшие частоты, а также более частые и длительные импульсы, усиливая таким образом накопление энергии (выделение тепла).

Несмотря на то, что при выполнении цветной допплерографии энергия не концентрируется в одной точке, при этом исследовании также накапливается большое количество энергии. Несмотря на это, ни одно клиническое исследование не доказало риск этих процедур для беременной и плода. Сегодня допплерографию повсеместно используют в клинической практике при условии соблюдения минимального периода передачи энергии и сокращения времени процедуры (рекомендации АЛАРА; ALARA – As Low As Reasonably Achievable – «минимальный достижимый уровень»).

HIFU (high-intensity focused ultrasound) – сфокусированный ультразвук высокой интенсивности, способный концентрировать акустическую энергию на определенном объекте. В клинической практике его используют для остановки кровотечения, лечения опухолей и др.

Гармоническое изображение передается на одной частоте, однако принимается на гармонике или расширении основной частоты. Гармоника кратна основной частоте (например, частота 4 МГц считается первой гармоникой основной частоты в 2 МГц). Гармоники образуются в зависимости от вида отражающей ткани и ее резонансных особенностей. Преимущество гармонических изображений заключается в том, что отношение «сигнал-шум» возвращающегося эха, как правило, выше на гармонических частотах. Например, подкожный жир создает много помех на первичной (основной) частоте, но при гармоническом исследовании эти помехи устраняются. Отметим, что ультразвуковые контрастные вещества создают мощные гармонические сигналы и увеличивают отношение «сигнал-шум».

К ультразвуковым контрастным веществам относятся микроскопические частицы и пузырьки, которые вибрируют и очень хорошо отражают звуковые волны. Ультразвуковые контрастные вещества вводят внутривенно, они хорошо проходят по мелким сосудам (например, через легкие). Так как степень их колебания под действием ультразвука в несколько раз выше, чем основная частота (то есть, контрастирующие частицы обладают высокой эхогенностью), получается очень хорошее изображение.

Инверсия импульса основана на еще одном свойстве микроскопических пузырьков, представляющих собой нелинейные отражатели. Эти пузырьки по-разному реагируют на отрицательное и положительное давление ультразвуковой волны: положительная волна сжимает микропузырек, положительная – расправляет (нужно отметить, что эти пузырьки гораздо лучше расправляются, чем сжимаются). Импульсная инверсия подразумевает посыл пары волн, одна из которых отрицательная по отношению к другой. А линейные отражатели, к которым можно отнести большинство тканей, одинаково отражают эти волны (эти волны в итоге гасят друг друга). Нужно отметить, что микропузырьки по-разному отражают волны, благодаря чему хорошо контрастируют на общем отрицательном фоне.

Трехмерное УЗИ

Датчик аппарата для проведения трехмерного УЗИ имеет двумерный набор кристаллов. Формирование третьего измерения основано на времени возврата эха (аналогично двумерному аппарату УЗИ, который формирует изображение за счет информации, полученной с помощью одномерного датчика, основываясь на времени прохождения волны).

Трехмерная картинка формируется на данных, полученных с помощью одномерного датчика, который предоставляет двумерное изображение, после чего в плоскости, перпендикулярной первоначальному сканированию (вручную или механически) образуется третье измерение. (По аналогичной схеме работает трехмерная компьютерная томография, когда 3-мерная картинка создается из набора 2-мерных изображений).

Панорамное сканирование проводится с помощью одномерной матрицы. Ультразвуковой датчик перемещается параллельно матрице, благодаря чему формируется расширенная 2-мерная картинка.

Качество ультразвукового изображения зависит от следующих факторов:

• Настройки аппарата УЗИ в соответствии с требованиями и возможностями оборудования
• Использование соответствующего датчика (для исследования тканей, расположенных не глубоко, используют высокие частоты; для глубоких тканей – низкие частоты)
• Хороший контакт датчика с поверхностью тела
• Датчик УЗИ нужно перемещать медленно